Name: cardiac muscle cell-based actuator and self-stabilizing biorobot - part 2
Uploaded: 2017-05-09T15:00:00.000+00:00
Duration: 9 min 33 s
Description: Watch this Scientific Journal Video about Cardiac Muscle Cell-based Actuator and Self-stabilizing Biorobot - Part 2 at JoVE.com

MT Holleyはルイジアナ理事会のGraduate Fellowsプログラムによって支持されており、C. DanielsonはHoward Hughes Medical Institute教授プログラムの支援を受けています。この研究は、NSFグラント番号：1530884によって支持されている。

ここに記載されているすべての手順は、承認されたプロトコールを使用し、Notre Dame大学の機関動物管理および使用委員会の規則に従って行われています。 1.細胞の播種と培養<ol><li>開始する前に、10％ウシ胎仔血清（FBS）および1％ペニシリン抗生物質（DMEM完全）を添加した小型漏斗、ピペット、および温かいダルベッコ改変イーグル培地（DMEM）を必要な項目に調製する。 </li><li>機能化されたデバイス（生物学的アクチュエータまたはバイオロボット）と共にT-25フラスコを取ります。装置の準備、機能化、および細胞播種前の保存に関する詳細については、この2部構成の原稿の第1部第4節を参照のこと。 </li><li>小さな、正方形のプラスチックシートを巻くことによって作ることができる漏斗を準備する。それをT-25フラスコの内部にある生物学的アクチュエータまたはビオロボの上に置きます。デバイス全体にフィットするように幅の広い端の直径を調整するフラスコの上部が締め付けられたときにぴったり合うように高さを調整します。 <ol><li>ビオロボットの場合は、磁石を使用して、播種プロセスの間、フラスコの底部の所定の位置にデバイスを保持します。 注：ここでは、単一のネオジムディスクマグネット（直径1.26インチ）を使用しましたが、類似のサイズと強度の任意のマグネットを使用して、磁気ニッケル-PDMS複合ベースでビオロボットを押さえることもできます。 </li><li>使用前に少なくとも30分間、プラスチックシートをUV滅菌する。 </li></ol></li><li>漏斗の底とフラスコの間に大きな隙間がないことを確認してください。 </li><li> 1.6×10 7細胞/ mLの密度で完全なDMEM中の心筋細胞を再懸濁し、漏斗を通して装置上に懸濁液400μLをゆっくりと滴下する。血球計または他の細胞計数器を使用して、得られた細胞の数を決定する。 </li><li>装置と漏斗を邪魔することなくゆっくりと装置をインキュベータ内に戻すhin。 37℃で24時間培養する。 </li><li>インキュベーション期間の後、漏斗をゆっくりと取り出し、PBSでサンプルを静かに洗浄し、10mLの新鮮なDMEMでフラスコを補充する。 注：ビオロボットの場合は、デバイスが浮いているように磁石を取り外します。 </li></ol> 2.生化学的特徴付け<ol><li>カルシウム流入アッセイ 注：カルシウム流入アッセイは、細胞相互接続性を評価するために実施される。蛍光カルシウムイオン特異的色素を細胞に負荷する手順は、以前に確立されたプロトコール11に記載された方法に従う。 <ol><li>まず、必要な材料、フルオ-4-アセトメチル（AM）エステル、非イオン性界面活性剤ポリオール（ 表の表を参照 ）、タイロードの塩溶液を準備します。 </li><li>長いピンセットを使用して、装置を培養フラスコから35mmのペトリ皿に静かに移し、2mLのTyrode塩溶液<html> 。 </li><li>別の遠心チューブで、暖かいタイロード溶液（37℃に加温）1 mLを採り、3-5μLのストック溶液を添加します（作業濃度：3〜5μM）ポリオール（作業濃度：0.2％）。試料溶液を、カルシウム指示薬、fluo-4、および0.2％非イオン性界面活性剤を補った暖かいTyrode溶液で置換する。 37℃で25〜30分間インキュベートする。 </li><li>色素溶液を除去し、新鮮なTyrode溶液で穏やかに試料を洗浄する。新たに2 mLの新鮮なDMEM中のサンプルを37℃でさらに30分間完全に再インキュベートする。 注：このアッセイおよび関連ビデオの結果は、以前に発表された研究7に記載されています。 </li></ol></li><li>免疫蛍光 注：すべてのサンプルの二重免疫染色は、以前に確立されたプロトコール&gt; 12。 <ol><li> PBS中の10％ヤギ血清（GS）、PBS中の0.1％の細胞溶解洗剤（材料表参照）、diH 2 O中の4％パラホルムアルデヒド（PFA）、PBS中の4％パラホルムアルデヒド（PFA） - マウスモノクローナル抗体心筋トロポニンIおよび抗ウサギモノクローナル抗体コネキシン-43）、二次抗体（Alexa 594コンジュゲートおよびヤギ抗マウスIgG（H + L）Alexa 488コンジュゲート）およびDAPI。 注意：パラホルムアルデヒドは発癌性です。 </li><li>フラスコから目的のサンプルを取り出し、PBSで2回穏やかに洗浄します。サンプルの準備と機能化の詳細については、この2部構成の原稿の第1部のセクション4を参照してください。 </li><li>小さなカバースリップ（直径：12 mmまたは15 mm）にPBSの滴を加える。デバイスのベースをピンセットで静かに持ち、端のはさみを使用して薄いPDMSアーム（カンチレバー、 図1 ）を切断し、そこからベースの上端に接続しますe。カンチレバーアームを細胞接着面を上に向けて液滴に移す。 PBS液滴は、細胞の乾燥を防止する。 </li><li>前述のように、4％PFAでサンプルを固定し、サンプルの二重免疫染色を行います。 </li><li>免疫染色の後、サンプルを抗フェードマウント試薬を使用してきれいなスライドガラスにマウントし、24時間暗所で静かに放置する。 </li><li>すべてのサンプルについて手順を繰り返します。 注：このアッセイの結果および関連する画像は、以前に発表された研究7で詳細に論じられている。 </li></ol></li></ol> 3.イメージング<ol><li> T-25フラスコをCO 2インキュベーターに直立させ、インキュベーター内にイメージングシステムを準備します。ズームレンズ（ 表の表を参照）を使用して、カメラ（ 表の表を参照）を使用してデバイスを記録します。光源の場合、LEDライトのストリップを使用してください。 注：ここでは白色光LEDストリップが使用されていましたが、通常のLEDも使用できます。 </li><li>カメラをオペレーティングシステムに接続し、カメラ固有のソフトウェアを開きます（ 表の表を参照 ）。トップパネルの[ファイル]タブの下にあるカメラ画像をクリックして、すべてのカメラオプションを開き、正しいカメラを選択します。 </li><li>ソフトウェア内のトップパネルのタブのリストから「ライブ」を選択します。 </li><li>レンズダイヤルを調整して、手動でピントを合わせてください。トップパネルから「関心領域（ROI）をトリミングする」を選択します。次に、生物学的アクチュエータデバイスとカンチレバーアームを囲むビデオフレームに手作業で矩形を描き、ROIをマークします。 注：適切なROIを選択すると、イメージファイルのサイズが最小限に抑えられます。 <ol><li> biorobotsの場合、デバイスの水泳動作を記録するために画面全体をキャプチャします。 注：ビオロボのROIを描く必要はありません</li></ol></li><li>録画を開始する前に、画面の上部パネルのいずれかのタブから「カメラ設定」を選択します。ライブ画像の露出とピクセル比率を調整するか、手動で値を入力してフレームレートを設定します。フレームレートを約30±2 fpsに設定します。 注：露出とピクセル比率を変更すると、ライブ画像の明るさとコントラストが変わります。 </li><li>ソフトウェアの上部パネルから &quot;Record&quot;ボタンをクリックすると、1,000 x 1,000ピクセル解像度のアクチュエータのビデオを正確に30秒間記録することができます。すべてのサンプルに対してこのプロセスを繰り返します。 </li></ol>静止した基盤上の生物学的アクチュエータの画像分析<ol><li>カスタムスクリプトを実行するプログラミングソフトウェア（ 例えば、 Matlab）を使用して画像を分析する。材料の表を参照してください</strong&gt;と補足ファイルを参照してください。 注意：スクリプトは、記録されたビデオの各フレームを表示し、カンチレバーのポイントの画像上の調整を記録するユーザーのマウス入力を受け取り、最小二乗フィッティングを介して入力ポイントを通過する円の直径および中心を計算し、入力および計算されたすべてのデータを後で使用するためにエクスポートします。 <ol><li>アイコンをクリックしてプログラミングソフトウェアを開きます。上部のメニューバーから「ファイル」 - &gt;「開く」をクリックし、画像解析用の.mスクリプトファイルを選択します。記録されたTIFFイメージが.mファイルと同じフォルダにあることを確認します。 &quot;実行&quot;をクリックしてスクリプトを実行します。 注意：変更のために対話型ディスプレイがポップアップ表示されます。 </li><li>実際のプログラムを開始するには &quot;再生&quot;を押してください。 「開く」ボタンをクリックして、分析されるTIFFファイルを探します。 </li><li> 「ベース＆34;ボタンをクリックし、カンチレバーが上部のベースに取り付けられているポイントをクリックします。 Enterを押します。これはカンチレバーベースの位置を示すために各フレームの画像上に四角いマーカーを置く。 </li><li> 「スケール」ボタンをクリックし、ガラスビーズの片側を手動でクリックします。マウスポインタをガラスビーズの反対側に持ってきて「Enter」を押します。 注：これは、ガラスビーズの直径を測定する線を描くはずです。ガラスビーズは直径3mmなので、表示されるピクセルと3mmの関係になります。 </li><li> [分析]ボタンをクリックします。カンチレバーの基部を表す最初の四角いマーカーから短い距離でカンチレバーに沿ってクリックします。 </li><li> [分析]ボタンをクリックします。次にカンチレバーの基部を表す最初の四角いマーカーから短い距離でカンチレバーに沿ってクリックします。先端を含むカンチレバーに沿ってクリックし続け、Enterキーを押します完了しました。これは、カンチレバー上でクリックされた各点に「x」を配置します。 注意：正方形のマーカーとxマーカーの座標に基づいて、円の中心と直径は最小二乗フィッティング関数を使用して計算されます（使用するスクリプトの補足ファイルを参照）。 xマーカーと四角いマーカーを通過する円は、画像上に自動的に重ね合わされます。 </li><li>重ね合わせた円がカンチレバーの輪郭を正しくトレースするかどうかを確認してください。 注：カンチレバーが非常に平坦な場合、カンチレバーのプロファイルが正しくトレースされているかどうかを判断することは困難です。 図3を参照してください。 </li><li> &quot;次のフレーム&quot;ボタンをクリックします。これは、TIFFファイルの次のフレームに切り替わります。ベースとスケールは、前のステップからすでに設定されています。 </li><li> TIFFファイル内のすべてのフレームが完了するまで、手順4.1.5〜4.1.7を繰り返します。いったんすべてのフレームが処理されると「エクスポート」ボタンをクリックします。 注：これは、解析されたカンチレバーのTIFFファイル名を含むスプレッドシートファイルを作成します。カンチレバーのどちら側（左または右）を分析するかを含むファイル名を編集します。 </li></ol></li><li>スプレッドシート内のストレスの計算<ol><li>カンチレバーの表面応力「σ」を次の式を用いて計算する： <img alt="式1" src="/files/ftp_upload/55643/55643eq1.jpg" /> ここで、E、R、 v 、hはそれぞれヤング率、曲率半径、ポアソン比、カンチレバーの厚さである。 注：カンチレバーの厚さは、感度を変更するために変更することができます。本研究では、E = 750 kPa、v = 0.49、h = 25μm13,14とした。 </li><li>ステップ4.2.1の式を使用して表面応力を計算します。を開きます。xlsスプレッドシートファイル。出力には、最初に基底と円のx座標とy座標、次に曲率半径を示す複数の列があります。これらに基づいてクリックされた各点のx座標とy座標を計算します。 注：時間経過画像フレームにストレスをプロットすると、時間の経過とともにカンチレバーに加わる力の変化が示されます。トラフは、心筋細胞の弛緩中のカンチレバーに対する応力、または細胞牽引力によるカンチレバーにかかる静的ストレスを示す。ピークは、心筋細胞の拍動によって及ぼされたカンチレバーの動的応力を示す。この値は、心筋細胞の収縮によって生じる力の最大量に対応する。 </li></ol></li></ol> 5.スイミングバイオロボッツの解析<ol><li>イメージ解析ソフトウェアを使用してビオロボの位置を記録する。 注：使用されるソフトウェアについては、材料リストを参照してください。セクションです。 <ol><li>画像解析ソフトウェア（ImageJなど）を開きます。 &quot;File&quot;と &quot;Open&quot;を押し、スイミングバイオロボットビデオファイルを選択します。 &quot;OK&quot;をクリックし、プログラムにファイルをロードさせます。スプレッドシートソフトウェアを開きます。 </li><li>ロードされたバイオロボットビデオでは、既知の寸法（ 例えば、生物学的アクチュエータに埋め込まれた直径3mmのガラスビーズ）の参照を見つける。 注：寸法がわかっているオブジェクトはすべて動作します。これにより、各動画のピクセルと縦の比率が決まります。 </li><li> 「ストレート」ツールを使用して、ガラスビーズを横切る線を描きます。 [分析]をクリックし、[スケールを設定]を選択します。 「既知の距離」フィールドを「3000μm」に設定し、「OK」をクリックします。 注：これは、xとy座標をマイクロメートルに設定します。 </li><li>マーカーとして機能するように、フレーム間で揺動しないポイントをデバイス上で選択します。 注意：ベースのコーナーを選択することをお勧めします。 </li><li>最初のフレームの5.1.4で選択したポイントをポイントします。スプレッドシートにx座標とy座標を記録します。 </li><li>画像分析ソフトウェアのウィンドウに戻り、右矢印キーを押して次のフレームに変更します。マーカーを再度ポイントし（ステップ5.1.4から）、スプレッドシートにx座標とy座標を記録します。 </li><li>すべてのフレームについて手順5.1.6を繰り返します。 </li></ol></li><li>座標のスプレッドシートを使用して、biorobotの水泳パラメータを計算します。 <ol><li>各ビデオの既知のフレームレートからフレーム間の期間を計算します。 </li><li>フレーム間のx座標とy座標の変化を計算して、合計距離を含めて移動距離を求めます。 </li><li>最大変化からの収縮の振幅をy軸に沿って計算する。 2つの収縮の間の期間の逆数から各ビオロボの鼓動頻度を決定する。 </li><li> Cx方向に動いた総時間と距離から各装置の遊泳速度を計算する。 </li><li>分析された各バイオロボットビデオについて、ステップ5.2を繰り返します。 </li><li>各測定パラメータを標準化する。 注：すべての値を標準化して、違いをより視覚的に視覚化します。このプロトコルは、低周波収縮（水平LF）を伴う水平モードのビオロボット（ 図4 ） 7に関する正規化を示す 。 </li></ol></li></ol> 6.タンパク質発現の解析 注： 2.2.4および2.2.5で調製したサンプルを共焦点顕微鏡を用いて画像化した。画像は、同時に3つのチャネル、すなわち、460nm、488nm、および594nmで、20倍、40倍および60倍の倍率で順次取得された。各サンプルの異なる位置から40倍の倍率で5枚の画像のセットを捕捉し、各チャンネルを個々の.TIFFとして保存したファイル。露光設定は、使用された対物レンズの倍率によって決定され、その倍率でのすべての捕捉に対して一定に設定された。 <ol><li>画像解析ソフトウェアを開き、「ファイル」 - &gt;「開く」を選択して画像をロードします。 </li><li>イメージフレームに四角形のポリゴンを描き、ROIをマークします。 &quot;Analyze&quot; - &gt; &quot;Measure&quot;を選択して平均蛍光強度を測定します。 </li><li>ステップ6.2を繰り返して、すべてのサンプルから強度測定値を収集し、各条件についてそれぞれの平均強度を計算する。 注：ここで、異なる条件とは、1日目、2日目、6日目までの異なる時点を指します。 </li><li>結果をスプレッドシートにエクスポートして、統計解析やデータプロットの作成を行います。 </li></ol>

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著者は何も開示することはない。

ここで概説した手順は、心筋細胞の付着を促進するPDMSベースのアクチュエータおよびビオロボットのための成功した播種方法を記載する。さらに、細胞の挙動および装置の性能を特徴付ける画像取得およびその後の分析のプロセスが記載された。 我々は、24時間後にカンチレバーアーム上の細胞の自発収縮を観察した;収縮の強度は経時的に着実に増加し続け、6日目に最大に達し、その後強度は徐々に低下した。生物学的アクチュエータのカンチレバーアームは長さがわずか4mmであったが、特に培養6日後に最大​​2.5mmの大きなたわみが観察された。低いヤング率（750kPa）とカンチレバーの極薄の厚さ（25μm）は、このような大きなたわみを許容し、ビオロボットの強力な推進をもたらした。機械的特性を評価するために細胞の収縮および牽引力を定量化した。薄膜カンチレバーは、心筋細胞または他の筋細胞によって誘発される収縮力および機械的応力を測定するために使用されている13,17。 この研究における165mN / mの測定された最大動的収縮力は、ヒドロゲルカンチレバー上に播種された細胞が約82.8±22.4mN / mの収縮期ストレスを示す文献13に匹敵する。測定された力および経時的なストレスの増加は、収縮および細胞骨格タンパク質発現の対応する増加から見られるように、デバイス上に播種された細胞の成熟に関連していた。ギャップ結合タンパク質コネキシン-43の発現の増加から見られるように、電気機械的カップリングも時間とともに増加した。 ここで開発されたバイオロボットデバイスは、カテゴリに分類されます尾部の揺れによって推進が提供され、偏向は尾鰭に限定されている奇形のスイマー18のうちの1つである。垂直モードバイオロボットによって示される142μm/ sの最大泳動速度は、文献では約9.7μm/ sの速度を有する鞭毛ベースのビオロボットである他の一般的な水泳用ビオロボットの測定値とジェット推進6〜10 mm / sの速度を持つモードデバイス9 。 近年、PDMSやヒドロゲルのような柔軟で弾性のある材料を用いて多くの生物学的機械またはバイオロボットが開発され、収縮筋細胞が播種されている。歩行とスイミングのバイオロボットは、自己修復能力を持つエネルギー効率の高い、機敏なロボットとして機能する可能性があるため、従来のロボットの代替手段として注目されています。他のビオロボと違いこの研究で開発されたバイオロボットは、独自のピッチ、ロール、浸漬深度を維持することができます7 。しかし、ここで使用される心臓細胞の寿命は、寿命が10日に制限されるため、最大の制限の1つです。この制限を克服するために、哺乳類由来の細胞ではなく、他の種からの収縮性細胞型を用いて装置を駆動することができる。例えば、Akiyama et al。彼らはより長い寿命を持ち、大気温度で生き残ることができるので、作動のための収縮性昆虫ウィング細胞の使用を探求してきた2 。 現在、細胞はカンチレバー表面上で等方的に培養され、生成される正味の収縮力を制限する。将来の研究では、含めることができる可能な修正の1つは、播種された細胞の異方性整列を達成するために、カンチレバー上に微細パターンを組み込むことである。また、electr電気刺激のために挿入することができ、細胞4によって生成された力を増強することができる。技術と製造技術の継続的な進歩により、これらの装置は、貨物配送などの多様な用途の新しい生物機械の開発の道を開くことができます。例えば、ここで開発されたバイオロボットの基盤は、小さなパッケージ（貨物）を運ぶように簡単に変更することができます7 。したがって、この研究では、機械的骨格の特性を変化させて自己安定化構造を作り出すことに焦点を当てて、バイオロボットを開発するための代替アプローチを提供してきた。さらに、ここで開発された生物学的アクチュエータは、線維芽細胞および誘導された多能性幹細胞などの他の細胞型の収縮性ストレスを決定するために使用することができる。

ビオロボットは、PDMSまたはヒドロゲル1のような軟質の弾性材料で通常構成される機械的骨格内に組み込まれた生きた細胞に基づくデバイスである。細胞は、自発的にまたは刺激に応答して、律動収縮を受け、したがって、アクチュエータとして機能する。細胞収縮から生成された電力は、様々なビオロボを駆動する。哺乳動物の心臓細胞（心筋細胞）および骨格筋細胞は、収縮特性のために、ビオロボの作動にしばしば用いられる。心筋細胞および骨格筋細胞のほかに、昆虫筋肉組織2および外植された筋肉組織3などの他の細胞型も使用されている。昆虫の筋組織は、室温で生物学的アクチュエータの操作を可能にする。 ビオロボットの機能および性能は、主に生物学的アクチュエータの強度および一貫性によって決定される（ すなわち、。筋肉細胞）、機械的骨格構造は主として、運動、安定性、および力のメカニズムを決定する。これらのデバイスは細胞によって生成される力によって単独で駆動されるので、化学的汚染物質または作動音は存在しない。したがって、他の従来のロボットに代わるエネルギー効率の高い代替手段を構成します。様々な文献情報が生存細胞と組織をビオロボットに組み込む様々な方法について議論してきた1,4,5。微細加工技術と組織工学技術の進歩により、歩く、握る、泳ぐ、またはポンプすることができるバイオロボットの開発が可能になった5,6。一般に、細胞は、コンフルエントな細胞シートとして機械的（ポリマー）バックボーン上に直接培養されるか、またはリングやストリップなどの足場内の三次元作動構造に成形される。ほとんどの場合、ビオロボットは心筋細胞シート6,7を使用して作製される。なぜなら、これらの細胞は、外部刺激なしで自然収縮を示す本来の能力を有するからである。一方、骨格筋細胞シートに関する報告は、膜脱分極を開始するためにインビトロで収縮を開始する刺激の必要性のために制限されている8 。 このプロトコールは、最初に、薄いPDMSカンチレバーで作られた機能化された生物学的アクチュエータ上に心筋細胞を播種する方法を記載する。次に、水泳プロフィールの種蒔きと分析について詳しく説明します。カンチレバーは、フィブロネクチンなどの細胞接着タンパク質で機能化され、心筋細胞とコンフルエントに播種される。デバイスが収縮した細胞は、カンチレバーを曲げてアクチュエータとして動作させます。細胞が成熟するにつれて、時間の経過と共に、我々は、細胞の表面のストレスの変化を追跡する。カンチレバー曲げ。ここで開発された生物学的アクチュエータは、線維芽細胞または誘導された多能性幹細胞などの任意の細胞型の収縮特性を、それらが分化する際に決定するために使用することができる。 バイオロボットに関する以前の研究の多くは、生物学的アクチュエータの開発に焦点を当てていたが、バイオロボットアーキテクチャと機能能力の最適化はほとんど無視されていた。最近、いくつかの研究が、自然に触発されたバイオロボットの水泳モードの実施を実証している。例えば、鞭毛に基づく動き6 、クラゲの推進力9 、およびバイオハイブリッド線4を有する水泳ビオロボットが設計されている。文学の他の研究とは異なり、ここでは、機械的なバックボーンの特性を変化させて自己安定化構造を作り出すことに焦点を当てる。この研究で開発されたバイオロボットは、一定のピッチ、ロール、およびイムを維持することができる泳ぐにつれて水深が広がります。これらのパラメータは、各ベースコンポジットの厚さを変えることによって変更できます。 PDMSアクチュエータ、水中バイノロボット、およびデバイスの機能化の開発に関わる製造工程は、この2部構成の記事のパート1と最近の作業7で詳細に説明されています。ここで開発された技術は、貨物配送などのさまざまな用途に適した、非常に効率的な新規のビオロボットの開発を目指しています。 この研究に従った分離プロセスは、以前の研究10および最近公開された研究7に記載されたプロセスと同様である。 PDMSアクチュエータおよびバイオロボットデバイスを製造するために使用される微細加工方法は、この2部構成の原稿の第1部に詳細に記載されている。この原稿のプロトコールセクションは、作製されたPDMSに心筋細胞を播種するステップctuatorおよびbiorobotを細胞接着タンパク質で機能化した。

<table><tbody><tr><td>&lt;strong&gt;Chemicals and reagents&lt;/strong&gt;</td><td></td><td></td><td></td></tr><tr><td>Cardiomyocytes (primary cardiac cells)</td><td>Charles River</td><td>NA</td><td>Isolated from 2-day old neonatal Sprague Dawley rats</td></tr><tr><td>Dulbecco&amp;rsquo;s modified eagle&amp;rsquo;s media (DMEM)</td><td>Hyclone Laboratories</td><td>16750-074</td><td>with 4500 mg/L glucose, 4.0 mM L-glutamine, and 110 mg/L sodium pyruvate</td></tr><tr><td>Fetalclone III serum</td><td>Hyclone industries, GE</td><td>16777-240</td><td>Fetal bovin serum (FBS)</td></tr><tr><td>Dulbecco&amp;rsquo;s phosphate buffer (PBS)</td><td>Sigma-Aldrich</td><td>D1408-100ML</td><td></td></tr><tr><td>Penicillin-G sodium salt</td><td>Sigma-Aldrich</td><td>P3032</td><td></td></tr><tr><td>Goat serum</td><td>Sigma-Aldrich</td><td>G9023</td><td></td></tr><tr><td>4,6-diamidino-2-phenylindole dihydrocholride powder (DAPI)</td><td>Sigma-Aldrich</td><td>D9542</td><td></td></tr><tr><td>Fibronectin from bovine plasma</td><td>Sigma-Aldrich</td><td>F1141</td><td>Solution (1 mg/ml)</td></tr><tr><td>Calcein-AM and ethidium homodimer-1 kit (Live/Dead Assay)</td><td>Molecular Probes</td><td>L3224</td><td></td></tr><tr><td>Calcium Fluo-4, AM</td><td>Molecular Probes</td><td>F14217</td><td>calcium indicator dye</td></tr><tr><td>Tyrodes salt solution</td><td>Sigma-Aldrich</td><td>T2397</td><td>buffer solution</td></tr><tr><td>Pluronic F-127</td><td>Molecular Probes</td><td>P3000MP</td><td>nonionic surfactant-20 % solution in Dimethylsiloxane (DMSO)</td></tr><tr><td>16% Parafomaldehyde</td><td>Electron microscopy</td><td>15710</td><td>Caution: Irritant and combustible</td></tr><tr><td>Triton x-100</td><td>Sigma-Aldrich</td><td>X-100 100 mL</td><td>cell lyses detergent, (4-(1,1,3,3-Tetramethylbutyl)phenyl-polyethylene glycol, t-Octylphenoxypolyethoxyethanol, Polyethylene glycol tert-octylphenyl ether)</td></tr><tr><td>ProLong gold antifade reagent</td><td>Molecular Probes</td><td>P10144</td><td>Mounting agent</td></tr><tr><td>Alexa Fluor 594 Phalloidin</td><td>Molecular Probes</td><td>A12381</td><td>Actin filament marker</td></tr><tr><td>Goat anti-rabbit IgG (H+L) secondary antibody, Alexa Fluor 594 conjugate</td><td>Molecular Probes</td><td>A-11012</td><td></td></tr><tr><td>pha</td><td>Molecular Probes</td><td>A-11001</td><td></td></tr><tr><td>Anti-connexin 43 antibody</td><td>Abcam</td><td>ab11370</td><td>Gap junction marker</td></tr><tr><td>Anti-cardiac troponin I antibody</td><td>Abcam</td><td>ab10231</td><td>Contractile protein</td></tr><tr><td>16% EM grade paraformaldehyde solution</td><td>Electron microscopy</td><td>100503-916</td><td></td></tr><tr><td>Polydimethylsiloxane (PDMS)</td><td>Elsevier</td><td></td><td>Sylgard 184</td></tr><tr><td>&lt;strong&gt;Materials and Equipment&lt;/strong&gt;</td><td></td><td></td><td></td></tr><tr><td>Camera</td><td>Thor Labs</td><td>DCC1545M</td><td></td></tr><tr><td>LED light strip</td><td>NA</td><td>NA</td><td>Any white LED without spectrum emission</td></tr><tr><td>Confocal microscope</td><td>Nikkon C2</td><td>NA</td><td>Confocal microscope with three filter set.</td></tr><tr><td>Zooming lens</td><td>Infinity</td><td>Model# 252120</td><td></td></tr><tr><td>&lt;strong&gt;Software&lt;/strong&gt;</td><td></td><td></td><td></td></tr><tr><td>Matlab</td><td>Mathworks</td><td>NA</td><td>Used in Section 4) for biological actuator analysis.</td></tr><tr><td>Image J</td><td>National Institute of Health</td><td>NA</td><td>Java-based image processing software. Used in Section 5) for biorobot analysis.&lt;br/&gt; Free Image Processing and Analysis software in java. (https://imagej.nih.gov/ij/)</td></tr><tr><td>Thor Cam</td><td>Thor Labs</td><td>NA</td><td>Camera operating software</td></tr></tbody></table>

cardiac muscle cell-based actuator and self-stabilizing biorobot - part 2

近年、合成機械骨格と一体化された生細胞または組織成分からなるハイブリッドデバイスが開発されている。バイオロボットと呼ばれるこれらの装置は、生体構成要素の収縮活動から発生する力のみによって駆動され、多くの固有の利点のために、従来の完全人工ロボットの代替物となり得る。ここでは、この2部構成の記事の最初の部分で設計、製作、機能化された生物学的アクチュエータとバイオロボットをシードして特性付けする方法について説明します。ポリジメチルシロキサン（PDMS）ベースおよび薄膜カンチレバーからなる製作された生物学的アクチュエータおよびバイオロボットデバイスを、フィブロネクチンとの細胞接着のために官能化した。機能化後、新生児ラット心筋細胞をPDMSカンチレバーアーム上に高密度で播種し、コンフルエントな細胞シートを得た。デバイスは毎日撮影され、キャッチャーの動きレバーアームを分析した。播種後2日目に、自発収縮時に細胞が及ぼす力によるカンチレバーアームの屈曲を観察した。カンチレバー曲げの定量分析の際に、細胞が時間とともに成熟する際に表面の応力が徐々に増加することが観察された。同様に、我々は、フィンとして機能するPDMSカンチレバーアームの作動によるビオロボットの動きを観察した。装置の泳動プロファイルを定量化すると、フィンの静止角度の影響を受ける様々な推進モードが観察された。運動方向と鼓動周波数もまた、フィンの静止角度によって決定され、142μm/ sの最大泳速が観察された。この原稿では、作製されたデバイスに心筋細胞を移植するための手順、ならびに生物学的アクチュエータおよびビオロボの活性の評価について説明する。

図1のデバイスの模式図とスクリーンショットに示すように、薄いPDMSカンチレバー（厚さ25μm）と心筋細胞で作られた生物学的アクチュエータは、水泳バイオロボットのコアを構成します。細胞は培養24時間後に収縮を示し始め、カンチレバーアームの曲げが2日目まで観察された。装置の側面プロファイルを毎日記録し、表面応力をカンチレバーアームの曲げからaカスタマイズされた画像解析スクリプト7 。静的および動的応力は、毎日の表面応力から抽出された（ 図2a ）。静的応力（細胞牽引力）は、細胞がその静止状態で表面上に示す収縮応力であり、動的応力（細胞収縮力）は、最大収縮時に細胞によって生成される応力であることに留意されたい。 図2a ）。異なる試料間の細胞成熟度の差による力の測定には大きな標準偏差があった。細胞は、第6日に50mN / mの最大細胞牽引力および約165mN / mの最大収縮力を示した。複数の試料についてのすべての個々のデータの分析は、静的ストレスと動的ストレスとの間に強い正の相関を示した時間の経過と共に増加を示した。 経時的に心筋細胞の成熟を定量するために、心筋トロポニンI、ギャップジャンクションタンパク質コネキシン-43、およびアクチンフィラメントなどのいくつかの構造的および機能的心筋細胞タンパク質の発現レベルtsを計算した。 図2bに見られるように、各タンパク質の発現に対応して、経時的な強度測定値の安定した増加が観察された。このタンパク質発現の増加は、細胞の成熟（心筋トロポニンI） 15 、細胞増殖および拡散（ すなわちアクチン発現の増加）、および細胞相互連結性の増加（ すなわちギャップ結合の数の増加）を確認する。 図2aにプロットされた静的および動的応力は、前のセクションで説明したように、カスタマイズされたコンピュータスクリプトを使用して定量化されました。生物学的アクチュエータの記録された画像がシステムにロードされると、スクリプトは、 図3に示すように、手動で割り当てられたマーカーの助けを借りて片持ちアームの動きの追跡を可能にした。カンチレバーの曲げ角度の漸増細胞内で発現する動的収縮および静的細胞牽引力の増加に対応して、培養中に経時的に観察された。カルシウム流入アッセイおよび関連ビデオの結果は、以前に発表された研究7に記載されている。 ビオロボットは、細胞播種後2日目に自発収縮を示し、10日まで活発に水平に泳げることができた。ビオロボットの重量と浮力との間の力のバランスにより、装置は空気/媒体界面で安定した位置を維持した。ビオロボットの変位または運動は、心筋細胞の同期収縮によって駆動され、これは、薄いカンチレバーアームの屈曲を引き起こし、アクチュエータとして機能した。培養の6日後に、ビオロボットの速度および各ストロークで移動した距離が減少することが観察された。筋細胞が使用するのでdは、新生仔ラットから単離された初代心筋細胞であり、播種された細胞集団は、高度に増殖性である心臓線維芽細胞などの他の細胞型も含んでいた16 。心筋線維芽細胞が培養中で増殖し、時間とともに広がるにつれて、心筋細胞の収縮性を抑制することができる。結果は、初代細胞の活性が培養の最初の週後に本質的に低下することを示した他の研究と一致する16 。将来の研究では、細胞培養を抗マイトジェン剤で処理して、非筋細胞増殖をブロックして、ビオロボットの寿命を延ばすことができるであろう。 我々は、作製後のカンチレバーアームの静止角が、ビオロボットのスイミングプロファイルを決定し、ビオロボットのスイミングプロファイルに水平または垂直モードのいずれかを提供することを観察した。ここで、「水平」と「垂直「al」は水平軸に対するカンチレバーの静止角度を指し、水泳動作の方向を指していない7。垂直ビオロボットは約110°の静止角を有し、90°の角度で収縮し、水平モードのビオロボットは約45°の静止角を持ち、水平軸（0°）の周りで収縮していた。また、すべてのサンプルで幅広いビート周波数を観測し、高周波数（HF水平HF、水平LF、垂直モードの3つの主なタイプのビオロボットについて、1回のストロークで移動した速度、拍動周波数、および距離を比較したもので、水平HFビオロボットは、鼓動周波数は1.6±0.417Hzであり、水平LFビオロボットは1.09±0.134Hzを維持したが、垂直ビオロボットは0.86±0.07Hzしかなかったが、それらはexhi142μm/ sのより高い泳ぎ速度を示し、160±642μmで最大の移動距離を示した。一方、水平LFは67.3μm/ sの速度で各ストロークで約48±21.2μm移動し、水平HFバイロロボットは84.4μm/ sの速度を有し、1ストローク当たり61.5±17.7μmの距離をカバーした。 <img alt="図1" src="/files/ftp_upload/55643/55643fig1.jpg" /> 図1：生物学的アクチュエーターおよびバイオロボット。 （ A ）コンフルエントな細胞シートを弛緩状態および収縮状態（上のパネル）で播種した生物学的アクチュエータの概略図および培養中のデバイスのスクリーンショット（下パネル）。図に示すように、生物学的アクチュエータは、心筋細胞のシートで播種された、薄く、機能化されたPDMSカンチレバー（厚さ25μm）から構成される。このアクチュエータは、同様に、水泳用ビオロボのコアを形成する。 （ B &lt;/ strong&gt;）コンフルエントな細胞シート（上のパネル）と培養のデバイスのスクリーンショット（下のパネル）で播種した片腕ビオロボの模式図。 <a href="https://ecsource-jove-com.bdigitaluss.remotexs.co/files/ftp_upload/55643/55643fig1large.jpg" target="_blank">この図の拡大版を見るには、ここをクリックしてください。</a> <img alt="図2" src="/files/ftp_upload/55643/55643fig2.jpg" /> 図2：心筋細胞の生体力学分析。 （ A ）動的収縮力および静的細胞牽引力は、心筋細胞が成熟するにつれて増加した。各パラメータについてサンプルサイズ= 6。細胞が発現する動的ストレスおよび静的ストレスは、細胞が成熟し、培養において発達するにつれて、時間とともに増加した。 6日目に、最大静止力50mN / mおよび165mN / mの動的収縮力が観察された。（ B ）タンパク質マーカーの心筋トロポニン-I、コネキシン-43、およびアクチン;サンプルサイズ=各パラメータについて4。 3つ全てのマーカーについての蛍光シグナルは培養全体にわたって増加し、これらの機能的タンパク質の培養における経時的な発現の増加を示唆した。 （A）と（B）の誤差バーは、各パラメータの標準偏差を表しています。 <a href="https://ecsource-jove-com.bdigitaluss.remotexs.co/files/ftp_upload/55643/55643fig2large.jpg" target="_blank">この図の拡大版を見るには、ここをクリックしてください。</a> <img alt="図3" src="/files/ftp_upload/55643/55643fig3.jpg" /> 図3：ROCの定量化：カスタマイズされた画像解析スクリプトを使用した曲率半径（ROC）計算。収縮中に検出されたROCが図に示されています。カンチレバーに沿って複数の点が手動で選択され、小さな緑の「X」で示されます。計算のために入力すると、表示されている点に最適な円が描画されますカンチレバーを通っている緑色の円によってn <a href="https://ecsource-jove-com.bdigitaluss.remotexs.co/files/ftp_upload/55643/55643fig3large.jpg" target="_blank">この図の拡大版を見るには、ここをクリックしてください。</a> <img alt="図4" src="/files/ftp_upload/55643/55643fig4.jpg" /> 図4：異なるスイミングプロファイルを持つ3つのビオロボットの平均スイム速度、ビート周波数、距離移動/ストロークの比較：水平低周波数（水平LF）、水平高周波数（水平HF）、垂直。測定値は水平LFの値に正規化されます。エラーバーは、定量化された各パラメーターの相対標準偏差を表す。水平LFおよびHFはそれぞれ、水平軸に沿って静止角度を有するカンチレバーアームを有し、1.09±0.134Hzおよび1.59±0.417Hzの拍動周波数および67.3μm/ sおよび84.4μm/ sの泳動速度を表示し、一気に垂直バイオロボットは、叩解頻度が0.862±0.075Hzであり、平均泳動速度が142μm/ sであった。 <a href="https://ecsource-jove-com.bdigitaluss.remotexs.co/files/ftp_upload/55643/55643fig4large.jpg" target="_blank">この図の拡大版を見るには、ここをクリックしてください。</a>

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Cardiac Muscle Cell-based Actuator and Self-stabilizing Biorobot - Part 2

この研究では、機能化されたエラストマーカンチレバーアームを有する生物学的アクチュエータおよび自己安定性水泳用ビオロボットに、心筋細胞を播種し、培養し、それらの生化学的および生体力学的特性を経時的に特徴付けた。

心筋細胞ベースのアクチュエータと自己安定化ビオロボ - 第2部

In recent years, hybrid devices that consist of a living cell or tissue component integrated with a synthetic mechanical backbone have been developed. ...

cardiac-muscle-cell-based-actuator-self-stabilizing-biorobot-part

Universidad San Sebastian

Research

JoVE Journal

Bioengineering

8.7K ビュー.  University of Notre Dame. この研究では、機能化されたエラストマーカンチレバーアームを有する生物学的アクチュエータおよび自己安定性水泳用ビオロボットに、心筋細胞を播種し、培養し、それらの生化学的および生体力学的特性を経時的に特徴付けた。 

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An Experimental Platform to Study the Closed-loop Performance of Brain-machine Interfaces

The non-stationary nature and variability of neuronal signals is a fundamental problem in brain-machine interfacing. We developed a brain-machine interface to assess the robustness of different control-laws applied to a closed-loop image stabilization task. Taking advantage of the well-characterized fly visuomotor pathway we record the electrical activity from an identified, motion-sensitive neuron, H1, to control the yaw rotation of a two-wheeled robot. The robot is equipped with 2 high-speed video cameras providing visual motion input to a fly placed in front of 2 CRT computer monitors. The activity of the H1 neuron indicates the direction and relative speed of the robot's rotation. The neural activity is filtered and fed back into the steering system of the robot by means of proportional and proportional/adaptive control. Our goal is to test and optimize the performance of various control laws under closed-loop conditions for a broader application also in other brain machine interfaces.

We use a closed-loop fly-machine interface to investigate general principles in neuronal control.

ブレインマシンインタフェースの閉ループ性能を研究する実験プラットフォーム

The non-stationary nature and variability of neuronal signals is a fundamental problem in brain-machine interfacing. We developed a brain-machine ...

神経科学

Fabrication of Myogenic Engineered Tissue Constructs

Despite the fact that electronic pacemakers are life-saving medical devices, their long-term performance in pediatric patients can be problematic owing to the restrictions imposed by a child's small size and their inevitable growth. Consequently, there is a genuine need for innovative therapies designed specifically for pediatric patients with cardiac rhythm disorders. We propose that a conductive biological alternative consisting of a collagen-based matrix containing autologously-derived cells could better adapt to growth, reduce the need for recurrent surgeries, and greatly improve the quality of life for these patients. In the present study, we describe a procedure for incorporating primary skeletal myoblast cell cultures within a hydrogel matrix to fashion a surgically-implantable tissue construct that will serve as an electrical conduit between the upper and lower chambers of the heart. Ultimately, we anticipate using this type of engineered tissue to restore atrioventricular electrical conduction in children with complete heart block. In view of that, we isolate myoblasts from the skeletal muscles of neonatal Lewis rats and plate them onto laminin-coated tissue culture dishes using a modified version of established protocols[2, 3]. After one to two days, cultured cells are collected and mixed with antibiotics, type 1 collagen, Matrigel&trade;, and NaHCO3. The result is a viscous, uniform solution that can be cast into a mold of nearly any shape and size[1, 4, 5]. For our tissue constructs, we employ type 1 collagen isolated from fetal lamb skin using standard procedures[6]. Once the tissue has solidified at 37&deg;C, culture media is carefully added to the plate until the construct is submerged. The engineered tissue is then allowed to further condense through dehydration for 2 more days, at which point it is ready for in vitro assessment or surgical-implantation.

Here, we demonstrate fabrication of collagen-based, tissue constructs containing skeletal myoblasts. These 3-D engineered constructs may be used to replace or repair tissues in vivo. For our purposes, we have designed these as an atrioventricular electrical conduit for the repair of complete heart block[1].

筋原培養組織コンストラクトの作製

Despite the fact that electronic pacemakers are life-saving medical devices, their long-term performance in pediatric patients can be problematic owing to ...

生物学

Design and Fabrication of an Elastomeric Unit for Soft Modular Robots in Minimally Invasive Surgery

In recent years, soft robotics technologies have aroused increasing interest in the medical field due to their intrinsically safe interaction in unstructured environments. At the same time, new procedures and techniques have been developed to reduce the invasiveness of surgical operations. Minimally Invasive Surgery (MIS) has been successfully employed for abdominal interventions, however standard MIS procedures are mainly based on rigid or semi-rigid tools that limit the dexterity of the clinician. This paper presents a soft and high dexterous manipulator for MIS. The manipulator was inspired by the biological capabilities of the octopus arm, and is designed with a modular approach. Each module presents the same functional characteristics, thus achieving high dexterity and versatility when more modules are integrated. The paper details the design, fabrication process and the materials necessary for the development of a single unit, which is fabricated by casting silicone inside specific molds. The result consists in an elastomeric cylinder including three flexible pneumatic actuators that enable elongation and omni-directional bending of the unit. An external braided sheath improves the motion of the module. In the center of each module a granular jamming-based mechanism varies the stiffness of the structure during the tasks. Tests demonstrate that the module is able to bend up to 120&#176; and to elongate up to 66% of the initial length. The module generates a maximum force of 47 N, and its stiffness can increase up to 36%.

This paper describes the design and fabrication of a soft unit for surgical manipulators. The base module includes three flexible fluidic actuators to achieve omnidirectional bending and elongation, and a granular jamming-based mechanism to enable stiffness control. A complete mechanical characterization is also reported.

低侵襲手術でのソフトモジュラーロボットのエラストマーユニットの設計と製作

In recent years, soft robotics technologies have aroused increasing interest in the medical field due to their intrinsically safe interaction in ...

生物工学

Fabrication of Carbon-Based Ionic Electromechanically Active Soft Actuators

Ionic electromechanically active capacitive laminates are a type of smart material that move in response to electrical stimulation. Due to the soft, compliant and biomimetic nature of this deformation, actuators made of the laminate have received increasing interest in soft robotics and (bio)medical applications. However, methods to easily fabricate the active material in large (even industrial) quantities and with a high batch-to-batch and within-batch repeatability are needed to transfer the knowledge from laboratory to industry. This protocol describes a simple, industrially scalable and reproducible method for the fabrication of ionic carbon-based electromechanically active capacitive laminates and the preparation of actuators made thereof. The inclusion of a passive and chemically inert (insoluble) middle layer (e.g., a textile-reinforced polymer network or microporous Teflon) distinguishes the method from others. The protocol is divided into five steps: membrane preparation, electrode preparation, current collector attachment, cutting and shaping, and actuation. Following the protocol results in an active material that can, for example, compliantly grasp and hold a randomly shaped object as demonstrated in the article.

This article describes a fast and simple manufacturing process of ionic electromechanically active composite materials for actuators in biomedical, biomimetic and soft robotics applications. The key fabrication steps, their importance for the actuators&#39; final properties, and some of the main characterization techniques are described in detail.

炭素系イオン電気機械式活性式式式式式式式アクチュエータの製造

Ionic electromechanically active capacitive laminates are a type of smart material that move in response to electrical stimulation. Due to the soft, ...

工学

Cardiac Muscle-cell Based Actuator and Self-stabilizing Biorobot - PART 1

Biological machines often referred to as biorobots, are living cell- or tissue-based devices that are powered solely by the contractile activity of living components. Due to their inherent advantages, biorobots are gaining interest as alternatives to traditional fully artificial robots. Various studies have focused on harnessing the power of biological actuators, but only recently studies have quantitatively characterized the performance of biorobots and studied their geometry to enhance functionality and efficiency. Here, we demonstrate the development of a self-stabilizing swimming biorobot that can maintain its pitch, depth, and roll without external intervention. The design and fabrication of the PDMS scaffold for the biological actuator and biorobot followed by the functionalization with fibronectin is described in this first part. In the second part of this two-part article, we detail the incorporation of cardiomyocytes and characterize the biological actuator and biorobot function. Both incorporate a base and tail (cantilever) which produce fin-based propulsion. The tail is constructed with soft lithography techniques using PDMS and laser engraving. After incorporating the tail with the device base, it is functionalized with a cell adhesive protein and seeded confluently with cardiomyocytes. The base of the biological actuator consists of a solid PDMS block with a central glass bead (acts as a weight). The base of the biorobot consists of two composite PDMS materials, Ni-PDMS and microballoon-PDMS (MB-PDMS). The nickel powder (in Ni-PDMS) allows magnetic control of the biorobot during cells seeding and stability during locomotion. Microballoons (in MB-PDMS) decrease the density of MB-PDMS, and enable the biorobot to float and swim steadily. The use of these two materials with different mass densities, enabled precise control over the weight distribution to ensure a positive restoration force at any angle of the biorobot. This technique produces a magnetically controlled self-stabilizing swimming biorobot.

In this two-part study, a biological actuator was developed using highly flexible polydimethylsiloxane (PDMS) cantilevers and living muscle cells (cardiomyocytes), and characterized. The biological actuator was incorporated with a base made of modified PDMS materials to build a self-stabilizing, swimming biorobot.

心筋細胞ベースのアクチュエータおよび自己安定化バイオロゴ - パート1

Biological machines often referred to as biorobots, are living cell- or tissue-based devices that are powered solely by the contractile activity of living ...

握力と指の回復力の向上による脳卒中リハビリテーションの革命

A Flexible Wearable Supernumerary Robotic Limb for Chronic Stroke Patients

In this study, we present a flexible wearable supernumerary robotic limb that helps chronic stroke patients with finger rehabilitation and grasping movements. The design of this innovative limb draws inspiration from bending pneumatic muscles and the unique characteristics of an elephant's trunk tip. It places a strong emphasis on crucial factors such as lightweight construction, safety, compliance, waterproofing, and achieving a high output-to-weight/pressure ratio. The proposed structure enables the robotic limb to perform both envelope and fingertip grasping. Human-robot interaction is facilitated through a flexible bending sensor, detecting the wearer's finger movements and connecting them to motion control via a threshold segmentation method. Additionally, the system is portable for versatile daily use. To validate the effectiveness of this innovation, real-world experiments involving six chronic stroke patients and three healthy volunteers were conducted. The feedback received through questionnaires indicates that the designed mechanism holds immense promise in assisting chronic stroke patients with their daily grasping activities, potentially improving their quality of life and rehabilitation outcomes.

著者スポットライト:柔軟なロボット肢を持つ片麻痺患者の把持能力の向上 

This protocol introduces a flexible wearable supernumerary robotic limb tailored to assist in finger rehabilitation for stroke patients. The design incorporates a bending sensor to facilitate seamless human-robot interaction. Validation through experiments involving both healthy volunteers and stroke patients underscores the efficacy and dependability of the proposed study.

慢性脳卒中患者のための柔軟な装着型超過ロボット四肢

In this study, we present a flexible wearable supernumerary robotic limb that helps chronic stroke patients with finger rehabilitation and grasping ...

Simultaneous Electrical and Mechanical Stimulation to Enhance Cells' Cardiomyogenic Potential

Cardiovascular diseases are the leading cause of death in developed countries. Consequently, the demand for effective cardiac cell therapies has motivated researchers in the stem cell and bioengineering fields to develop in vitro high-fidelity human myocardium for both basic research and clinical applications. However, the immature phenotype of cardiac cells is a limitation on obtaining tissues that functionally mimic the adult myocardium, which is mainly characterized by mechanical and electrical signals. Thus, the purpose of this protocol is to prepare and mature the target cell population through electromechanical stimulation, recapitulating physiological parameters. Cardiac tissue engineering is evolving toward more biological approaches, and strategies based on biophysical stimuli, thus, are gaining momentum. The device developed for this purpose is unique and allows individual or simultaneous electrical and mechanical stimulation, carefully characterized and validated. In addition, although the methodology has been optimized for this stimulator and a specific cell population, it can easily be adapted to other devices and cell lines. The results here offer evidence of the increased cardiac commitment of the cell population after electromechanical stimulation. Electromechanically stimulated cells show an increased expression of main cardiac markers, including early, structural, and calcium-regulating genes. This cell conditioning could be useful for further regenerative cell therapy, disease modeling, and high-throughput drug screening.

Here we present a protocol for training a cell population using electrical and mechanical stimuli emulating cardiac physiology. This electromechanical stimulation enhances the cardiomyogenic potential of the treated cells and is a promising strategy for further cell therapy, disease modeling, and drug screening.

細胞の Cardiomyogenic の可能性を高めるに同時電気的・機械的刺激

Cardiovascular diseases are the leading cause of death in developed countries. Consequently, the demand for effective cardiac cell therapies has motivated ...

Bioinspired Soft Robot with Incorporated Microelectrodes

Bioinspired soft robotic systems that mimic living organisms using engineered muscle tissue and biomaterials are revolutionizing the current biorobotics paradigm, especially in biomedical research. Recreating artificial life-like actuation dynamics is crucial for a soft-robotic system. However, the precise control and tuning of actuation behavior still represents one of the main challenges of modern soft robotic systems. This method describes a low-cost, highly scalable, and easy-to-use procedure to fabricate an electrically controllable soft robot with life-like movements that is activated and controlled by the contraction of cardiac muscle tissue on a micropatterned sting ray-like hydrogel scaffold. The use of soft photolithography methods makes it possible to successfully integrate multiple components in the soft robotic system, including micropatterned hydrogel-based scaffolds with carbon nanotubes (CNTs) embedded gelatin methacryloyl (CNT-GelMA), poly(ethylene glycol) diacrylate (PEGDA), flexible gold (Au) microelectrodes, and cardiac muscle tissue. In particular, the hydrogels alignment and micropattern are designed to mimic the muscle and cartilage structure of the sting ray. The electrically conductive CNT-GelMA hydrogel acts as a cell scaffold that improves the maturation and contraction behavior of cardiomyocytes, while the mechanically robust PEGDA hydrogel provides structural cartilage-like support to the whole soft robot. To overcome the hard and brittle nature of metal-based microelectrodes, we designed a serpentine pattern that has high flexibility and can avoid hampering the beating dynamics of cardiomyocytes. The incorporated flexible Au microelectrodes provide electrical stimulation across the soft robot, making it easier to control the contraction behavior of cardiac tissue.

A bioinspired scaffold is fabricated by a soft photolithography technique using mechanically robust and electrically conductive hydrogels. The micropatterned hydrogels provide directional cardiomyocyte cell alignment, resulting in a tailored direction of actuation. Flexible microelectrodes are also integrated into the scaffold to bring electrical controllability for a self-actuating cardiac tissue.

生体にインスパイアされたマイクロ電極を用いたソフトロボット

Bioinspired soft robotic systems that mimic living organisms using engineered muscle tissue and biomaterials are revolutionizing the current biorobotics ...

心筋細胞ベースのアクチュエータと自己安定化ビオロボ - 第2部

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ブレインマシンインタフェースの閉ループ性能を研究する実験プラットフォーム

筋原培養組織コンストラクトの作製

低侵襲手術でのソフトモジュラーロボットのエラストマーユニットの設計と製作

炭素系イオン電気機械式活性式式式式式式式アクチュエータの製造

心筋細胞ベースのアクチュエータおよび自己安定化バイオロゴ - パート1

慢性脳卒中患者のための柔軟な装着型超過ロボット四肢

慢性脳卒中患者のための柔軟な装着型超過ロボット四肢

慢性脳卒中患者のための柔軟な装着型超過ロボット四肢

細胞の Cardiomyogenic の可能性を高めるに同時電気的・機械的刺激

生体にインスパイアされたマイクロ電極を用いたソフトロボット